专利名称：磁共振图像诊断装置及其控制方法
技术领域：
本发明是关于适合将头部等磁化率强调图像(SWI图像 susceptibility-weighted imaging图像)摄像的磁共振图像诊断装置及其控制方法。为了敏锐地反映局部磁场不均而将关心区域中磁化率差异图像化的摄像法，由梯度回波法进行的T2*强调图像被广泛利用。T2*强调摄像应用于头部时，一般是进行由梯度矩置零(GMN gradient moment nulling)进行的重相(r印hase)，排除血流给画质带来的影响后，得到T2*强调图像。T2*强调图像，由于回波时间越较长磁化率差异越能反映到对比度中，所以摄像时一般将回波时间设定地较长。另外，作为对磁化率变化比T2*强调更敏锐的摄像法，比如Magn Reson Med 52 :612-618,2004(以下称为第1文献)中提出的对绝对值图像实施相位强调处理的方法。图14表示在切片、相位编码、读出这3轴进行1次GMN的3维(3D)梯度回波法的脉冲序列。在观察到回波信号(Echo)峰值的时刻，相移只由磁化率的差来产生时，其移动量与磁化率的差成比例。另外，不考虑磁化率引起的相位变化时，相当于回波时间(TE)的期间作为积分区间，施加梯度磁场所引发的自旋的相移量由下面的(1)式表示。[公式1]这里，γ大致是2 π X42. 6ΜΗζ/Τ的磁致旋转比。G(t)是梯度磁场波形矢量，在切片、相位编码、读出各个轴中，与(iss、Gpe、Gro对应。r0、v0、a0分别表示时刻t = 0时自旋的位置、速度、加速度的矢量。(1)式中的各项依次表示位置、速度、加速度所引起的相位变化，分别与0次、1次、 2次的梯度矩(gradient moment)对应。(1)式中省略了 3次以上的矩，但3次以上的高次矩也对相位变化起作用。GMN是指，到某次为止的梯度矩在TE中决定G(t)，使之为例如0这样尽可能小的值，也叫做重相。但是，相位编码中，每个编码步骤中0次矩是变化的。因此，相位编码轴中的GMN时，TE中的矩，在0次是由每个编码步骤决定的某个值，1次以上是例如0这样尽可能小的值。具有流动自旋的血液等，只是0次的GMN时，在(1)式的1次以上的矩项中不进行重相，发生伴随流动的相位变化。因此，因相位的分散，血流的自旋矢量之和变小，信号不
背景技术：
集中，血流呈现为低信号。这时，由于流速导致相位分散各不相同，有的血液相位分散不充分，不是十分低的信号，有时会成为产生血流引起的伪影的原因。因此，对头部进行T2*强调摄像中得到排除了血流等流动影响的图像时，必须至少进行1次以上的GMN。GMN进行到几次为止，取决于TE内G(t)在该次数能否重相，但越进行高次重相越能够降低流动的影响。第1文献中，提出了对头部的T2*强调图像进行相位强调处理、以进一步强调磁化率的方法，上述头部T2 *强调图像是利用对3轴进行1次重相的梯度回波法得到的，其内容如下。相位强调处理前的原来的绝对值图像，是反映了由1次重相将血流影响排除的磁化率差异的图像。另外，着眼于相位数据时，(1)式中2次以上的矩没有进行重相。但是， 由到1次为止的重相，血流等的流动影响大体可以排除，自旋的相移考虑到磁化率引起的相位变化占优势时，可以认为相移表示组织间的磁化率差异。根据相位数据制作相移越大信号值越低的相位掩模图像，并将其与绝对值图像多次相乘，能够得到使磁化率引起的相位变化更加强调的图像。由这种方法得到的图像，将组织间磁化率的差异作为对比度差来反映。头部中，由于脱氧血红蛋白浓度高的静脉血和氧合血红蛋白浓度高的周围组织之间磁化率的差异很大，所以对头部的T2*图像进行相位掩模处理后，能够得到静脉描绘提高的图像。该方法还报告了用于果敢静脉照影术(BLOD venography)等的有效性。通过第1文献公开的技术，能够得到提高了静脉描绘能力的磁化率强调图像，但缺点是与静脉相比、磁化率不均勻性较小的动脉的描绘能力没有得到提高，流动效果无法反映到对比度上。另外，第1文献所公开的技术中，为了提高静脉的描绘能力而必须多次进行相位掩模处理，因此，静脉与其附近的相位差更加被强调，导致静脉血管腔的过大评价和磁化率效应所伴随的伪影的强调等缺点。第1文献所公开的技术中，能够生成反映了只由磁化率支配相位变化的相位掩模，但不进行2次以上的GMN、只进行1次重相，因此，无法防止具有搏动和复杂行走的血管的存在等中、由2次以上的矩所引起的伪影的发生。
发明内容
鉴于上述情况，第1，希望能够以较好的精度描绘出流动或者流动及磁化率的效^ ο第2，希望能够再减少流动对相移的影响，提高静脉的描绘能力。根据本发明第1方式的磁共振图像诊断装置，具有发生单元，发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场；设定单元，针对上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴，设定用于强调被检体的关心区域的动脉及静脉血流所引起的信号下降的失相(cbphase)量；以及控制单元，针对由上述设定单元设定了上述失相量的轴，利用含有与该失相量对应的失相梯度磁场脉冲的梯度回波脉冲序列，来控制上述发生单元。根据本发明第2方式的磁共振图像诊断装置，具有发生单元，发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场；以及控制单元，控制上述发生单元，以便进行与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴相关的自旋的1次至η次重相，同时实现使回波时间的长度适合消除被检体的关心区域的静脉相移的梯度回波脉冲序列，其中，η为2以上的整数。根据本发明第3方式的磁共振图像诊断装置，具有发生单元，发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场；设定单元，针对上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴，设定用于强调被检体的关心区域的动脉及静脉血流所引起的信号下降的失相量；以及控制单元，针对由上述设定单元来设定了上述失相量的轴，利用含有与该失相量对应的梯度磁场脉冲的非对称自旋回波脉冲序列，来控制上述发生单元。根据本发明第4方式的磁共振图像诊断装置，具有发生单元，发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场；控制单元，控制上述发生单元，以进行与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴相关的自旋的1次至η次重相，同时实现使回波时间的长度适合消除被检体关心区域的静脉相移的非对称自旋回波脉冲序列，其中，η为2以上的整数。根据本发明第5方式的控制方法，是一种具有发生单元的磁共振图像诊断装置的控制方法，该发生单元发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场，其特征在于，针对上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴，设定用于强调被检体关心区域的动脉及静脉血流所引起的信号下降的失相量，针对设定了上述失相量的轴，利用含有与该失相量对应的失相梯度磁场脉冲的梯度回波脉冲序列，来控制上述发生单元。根据本发明第6方式的控制方法，是一种具有发生单元的磁共振图像诊断装置的控制方法，上述发生单元发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场，其特征在于，控制上述发生单元，以便进行与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴相关的自旋的1次至η次重相，同时实现使回波时间的长度适合消除被检体关心区域的静脉相移的梯度回波脉冲序列，其中，η为2以上的整数。根据本发明第7方式的控制方法，是一种具有发生单元的磁共振图像诊断装置的控制方法，上述发生单元发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场，其特征在于，针对上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴，设定用于强调被检体关心区域的动脉及静脉血流所引起的信号下降的失相量，针对设定了上述失相量的轴，利用含有与该失相量对应的梯度磁场脉冲的非对称自旋回波脉冲序列，来控制上述发生单元。根据本发明第8方式的控制方法，是一种具有发生单元的磁共振图像诊断装置的控制方法，上述发生单元发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场，其特征在于，控制上述发生单元，以便进行与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴相关的自旋的1次至η次重相，同时实现使回波时间的长度适合消除被检体关心区域的静脉相移的非对称自旋回波脉冲序列，其中，η为2以上的整数。
根据本发明第9方式的磁共振图像诊断装置，具有一种磁共振图像诊断装置，其特征在于，具有收集单元，收集在被检体中产生的磁共振信号，上述磁共振信号是通过向静磁场中的上述被检体施加分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场，并施加高频脉冲而产生的；本扫描控制单元，使与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴相关的自旋失相，同时使与至少1个轴相关的自旋的失相量在与1幅图像相关的上述磁共振信号的收集途中至少变化1次，并利用梯度回波脉冲序列控制上述收集单元。根据本发明第10方式的控制方法，是一种具有收集单元的磁共振图像诊断装置的控制方法，上述收集单元收集被检体中产生的磁共振信号，上述磁共振信号是通过向静磁场中的上述被检体施加分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场，并同时施加高频脉冲而产生的，所述控制方法的特征在于，使与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴相关的自旋失相，同时使与至少1个轴相关的自旋的失相量在与1幅图像相关的上述磁共振信号的收集途中至少变化1次，并利用梯度回波脉冲序列控制上述收集单元。本发明的附加对象和优点将会在下面的描述中说明，一部分将会从描述中明显看出，或者可能从本发明的实践中得到。下文中，通过结合各种手段，将会明确指出本发明的对象和优点。本发明的附图是说明书的一部分，举例说明了本发明的结构，和上述整体描述以及下述具体描述一起说明本发明的原理。
图1表示本发明第1及第2实施方式的磁共振成像装置的结构。图2是由图1中主计算机16进行的第1实施方式中的处理流程图。图3表示第1实施方式中的脉冲序列。图4与图5—起表示重相与失相的序列差异。图5与图4 一起表示重相与失相的序列差异。图6A-6C表示由第1实施方式得到的minIP图像和由以往方法得到的图像的一例。图7A-7F表示改变b值生成的minIP图像的几个例子。图8表示回波时间的调整例。图9表示以往的SWI中，与垂直于静磁场方向的剖面相关的、由minIP得到的图像的一例。图10表示将以往的SWI中忽略极性的相移强调所得到的图像、对垂直于静磁场方向的剖面、进行minIP后得到的图像的一例。图11表示由第1实施方式得到的图像的一例。图12表示第2实施方式中的脉冲序列。图13表示非对称自旋回波脉冲序列的一例。图14表示以往例的脉冲序列。
图15表示FSBB图像的一例。图16表示FSBB图像的一例。图17表示用于FSBB成像的图1中的主计算机处理顺序的流程图。图18表示在图1中的显示器中显示准备图像的显示画面的一例。图19表示本发明一实施方式中梯度磁场强度的每个编码步骤的变化状态。图20表示本发明一实施方式中b值的每个编码步骤的变化状态。图21表示本发明一实施方式中本扫描时脉冲序列的一例。图22表示以往FSBB成像的脉冲序列的一例。图23表示以穿通枝描绘为目的、改变b值同时摄像的头部图像例。图M表示以穿通枝描绘为目的、由同一个b值摄像的头部图像例。图25表示由相位对比法来摄像的图像的一例。图沈表示以往的b值设定情况的一例。图27表示将b值维持为一定所必需的梯度磁场强度的变化。
具体实施例方式下面参照
本发明第1至第3实施方式。图1表示本发明第1及第3实施方式的磁共振成像装置(以下称为MRI装置)100 的结构。该MRI装置100具有装载被检体200的床部；发生静磁场的静磁场发生部；用于向静磁场付加位置信息的梯度磁场发生部；收发高频信号的收发部；承担系统整体的控制及图像重建的控制 运算部。并且MRI装置100中，作为上述各部的结构要素，具有磁铁1、 静磁场电源(static power supply) 2、勻场线圈(shim coil) 3、勻场线圈电源(shim power supply)4、桌面5、梯度磁场线圈单元(gradient coil unit)6、梯度磁场电源(static power supply) 7、RF线圈单元8、发射器9T、接收器9R、定序器(顺序控制器)10、运算单元 11、存储单元12、显示器13、输入器14、声音发生器15以及主计算机16。另外，MRI装置100 与计测作为表示被检体200心时相信号的ECG信号的心电计测部连接。静磁场发生部含有磁铁1和静磁场电源2。作为磁铁1，例如可以使用超导磁体和常导磁体。静磁场电源2向磁铁1提供电流。这样，静磁场发生部在送入被检体200的圆筒状空间(诊断用空间)中发生静磁场氏。该静磁场Btl的磁场方向与诊断用空间的轴方向(Z轴方向)大致一直。静磁场发生部中还设置了勻场线圈3。该勻场线圈3，通过主计算机16控制下的勻场线圈电源4的电流供给，发生用于使静磁场均勻化的校正磁场。床部将承载被检体200的桌面5送入诊断用空间或从诊断用空间送出。梯度磁场发生部含有梯度磁场线圈单元6和梯度磁场电源7。梯度磁场线圈单元 6设置在磁铁1的内侧。梯度磁场线圈单元6具有用于发生互相垂直的X轴方向、Y轴方向及Z轴方向的各梯度磁场的3组线圈6x、6y、6z。梯度磁场电源7在定序器10的控制下，提供用于使线圈6x、线圈6y、线圈6z发生梯度磁场的脉冲电流。梯度磁场发生部，通过控制由梯度磁场电源7提供给线圈6x、6y、6z的脉冲电流，合成作为物理轴的3轴(X轴、Y轴及 Z轴)方向上的各梯度磁场，任意设定互相垂直的切片梯度磁场(iss、相位编码梯度磁场Gps 以及读出(频率编码)梯度磁场Gre所构成的逻辑轴方向的各梯度磁场。切片、相位编码及读出的各梯度磁场(^ss、Gps及Gre与静磁场Btl重叠。收发部含有RF线圈单元8、发射器9T及接收器9R。RF线圈单元8设置在诊断用空间中被检体200附近。发射器9T及接收器9R与RF线圈单元8连接。发射器9T及接收器9R在定序器10的控制下动作。发射器9T向RF线圈单元8提供用于产生核磁共振(NMR) 的拉莫尔频率的RF电流脉冲。接收器9R获取RF线圈单元8所接收到的回波信号等MR信号(高频信号)，并对其实施前置放大、中频转换、相位检波、低频放大或者滤波等各种信号处理后，进行A/D转换，生成数字数据(原始数据)。控制·运算部含有定序器10、运算单元11、存储单元12、显示器13、输入器14、声音发生器15及主计算机16。定序器10具有CPU及存储器。定序器10将从主计算机16送来的脉冲序列信息存储在存储器中。定序器10的CPU根据存储器中存储的序列信息，控制梯度磁场电源7、发射器9T及接收器9R的动作，并且一旦输入接收器9R输出的原始数据，就将其转送至运算单元11。这里，序列信息是指，使梯度磁场电源7、发射器9T及接收器9R按照一串脉冲序列动作所必需的所有信息，例如包含施加到线圈6x、6y、6z上的脉冲电流的强度、施加时间以及施加定时等相关的信息。定序器10的功能是，在主计算机16的控制下，利用包含与主计算机16所设定的失相量对应的失相梯度磁场脉冲的梯度回波脉冲序列，控制梯度磁场发生部。定序器10还有一个功能是，在主计算机16的控制下，控制梯度磁场发生部，使失相量不同地产生与同一切片相关的多组磁共振信号。运算单元11通过定序器10输入接收器9R所输出的原始数据。运算单元11将输入的原始数据设置在内部存储器中设定的k空间(也称为傅立叶空间或频率空间)，将设置在该k空间的数据进行2维或3维的傅立叶转换后重建成实空间的图像数据。另外，运算单元11根据需要也可以实施与图像相关的数据合成处理和差分运算处理(也包含加权差分处理)。该合成处理包括对每个像素加像素值的处理、最大密度投影(MIP)处理、最小密度投影(minIP)等。另外，作为上述合成处理的其他例子，可以在傅立叶空间上进行多个帧的轴的整合后，合成这些多个帧的原始数据，得到1帧的原始数据。加法处理包括单纯加法处理、加法平均处理或加权加法处理等。存储单元12存储重建后的图像数据、实施了上述合成处理和差分处理后的图像数据。显示器13在主计算机16的控制下显示应向操作者提示的各种图像。作为显示器 13，可以使用液晶显示器等显示装置。利用输入器14输入操作者所希望的扫描条件、脉冲序列、与图像合成及差分运算相关的信息等的各种信息。输入器14将输入的信息发送到主计算机16。作为输入器14， 可以适当地具有鼠标和轨迹球等位置指示装置、模式转换开关等选择装置、或者键盘等输入装置。声音发生器15，在主计算机16发出指令时，将闭气开始及闭气结束的信息作为声
立公山
曰反出ο主计算机16具有通过实施预定软件顺序来实现的各种功能。其功能之一就是总括MRI装置100的各部的动作，以实现用已有的MRI装置实现的各种动作。上述功能之一就是，关于切片轴、相位编码轴及读出轴中至少1个轴，设定用于强调被检体200关心区域
9的动脉及静脉血流所引起的信号下降的失相量。上述功能之一，是控制定序器10，以便针对设定了失相量的轴，利用包含与该失相量对应的失相梯度磁场脉冲的梯度回波脉冲序列来进行磁共振信号的收集。上述功能之一是判定作为强调信号下降的对象的部位。上述功能之一，是控制定序器10，使失相量不同地产生与同一切片相关的多组磁共振信号。上述功能之一是控制运算单元11，以便根据多个磁共振信号分别生成与关心区域相关的多个准备图像。上述功能之一是控制显示器13，显示多个准备图像。上述功能之一是判定多个准备图像中操作者所期望的1个准备图像。上述功能之一是从根据磁共振信号求出的相移中减去组织已知磁化率所决定的相移量，以求出与组织的流动对应的相移。主计算机16在位置决定用扫描等准备工作之后，实施成像扫描。成像扫描是收集图像重建所必需的回波数据组的扫描，这里设定为2维扫描。成像扫描可以并用根据ECG 信号的心电门法进行。而且，该ECG门法根据情况，也可以不并用。心电计测部含有ECG传感器17和ECG单元18。ECG传感器17附着在被检体200 的体表，将被检体200的ECG信号作为电信号(以下称为传感器信号)检测出。ECG单元 18对传感器信号实施包含数字化处理的各种处理后，向主计算机16及定序器10输出。作为该心电计测部，例如可以使用矢量心电计。该心电计测部中的传感器信号，在实施与被检体200心时相同步的扫描时，有必要时用于定序器10。下面详细说明上述结构的MRI装置100的动作。(第1实施方式)下面说明第1实施方式。该第1实施方式与第1目的对应。图2是第1实施方式中用于摄像的主计算机16的处理流程图。步骤Sal中，主计算机16指示定序器10进行数据收集。收到该指示后，定序器10 如下述说明这样进行数据收集。图3表示第1实施方式中的脉冲序列。图3所示的波形从上到下依次表示向摄像对象施加的高频脉冲(RF)、切片方向的梯度磁场波形(Gss)、相位编码方向的梯度磁场波形(Gpe)、读出方向的梯度磁场波形(Gro)以及回波信号(Echo)。由图3可得知，第1实施方式中的脉冲序列按照梯度回波法，与图14所示的以往脉冲序列类似。但是，以往是进行重相以排除流动的影响，以便只由磁化率支配相移，然后进行根据梯度回波法的摄像；与之相对，第1实施方式中，进行失相以得到将流动强调后的图像，这一点是不同的。即，使各梯度磁场与图14不同，以产生失相。图4及图5表示重相与失相的序列的差异，简单说明重相与失相的G(t)差异。为了简便，将G(t)作为矩形波表示。RF施加时刻为0、回波时间(TE)为3，图4中以1个间隔的时间施加1、_2、1的梯度磁场强度，图5中以1.5间隔的时间施加_1、1的梯度磁场强度。这时，0次矩、即/ G(t) dt都为0。另外，求1次矩、即/ G(t)tdt时，图4中为0，G(t)为重相，而图5中为2. 25， G(t)为失相。因此，图3所示的图中，重相与失相的差异在于，由摄像条件来决定值的Gss 最初的梯形波和Gro最后的梯形波之外的各梯形波中的梯度磁场强度，即同时施加了梯度磁场(^ss、Gpe、Gro的部分的梯度磁场强度不同。重相控制梯度磁场，以消除引流动的影响引起的信号变动。重相时，校正血流的相位变化后，将血流信号作为没有降低的高信号来收集。与之相反，失相是积极地发生流动的影响所引起的信号变动。失相中，流动的血流等流动的自旋的相位分散因梯度磁场而更加加重。失相中，由于流动的自旋矢量之和变小，即流动信号中，振幅成分的衰减变得更大，所以流动信号被抑制，作为低信号而被收集。图3中只图示了相当于ITE的期间。可以使用图3所示的将序列作为基础的自旋扭曲(spin warp)法、平面回波法和多重回波法中任意一种方法。自旋扭曲法中，每个比TE 长的重复周期TR中重复RF激励和回波信号的收集。平面回波法中，对于每个重复周期TR 的1次RF激励，收集与k空间的多条线相关的回波信号。多重回波法中，每个重复周期TR 进行1次RF激励，同时对于这1次RF激励，收集与多个图像的k空间的同一条线相关的回波信号。步骤&12中，主计算机16指示运算单元11，进行根据上述方式收集的数据的图像重建。根据该指示，运算单元11例如利用众所周知的方法进行图像重建。由该图像重建， 得到振幅图像、相位图像及3D(3维)体数据。 步骤 3中，主计算机16指示运算单元11，进行与重建后的图像相关的内插处理。 根据该指示，运算单元11例如利用众所周知的方法进行内插处理。该内插处理也可以省略。步骤Sa4中，主计算机16指示运算单元11，生成合成图像。根据该指示，运算单元 11生成振幅图像与相位图像的合成图像。例如，运算单元11根据相位图像生成表示了相移大的部分和小的部分的相位掩模图像。该相位掩模图像中，在相位图像上，相位超前(滞后)的部分的像素为0，没有相位差的部分的像素为1。即，相位图像是表示了磁化率变大的部分(相位不同的部分)和变小的部分。该相位掩模图像是通过对相位图像实施滤波处理来除去了低频成分的相位散乱的相位图像。作为滤波处理，有使相位图像通过高通滤波器(High-pass filter)的处理或者通过低通滤波器(low-pass filter)的对前后相位图像进行差分的处理等。运算单元11，通过将这样生成的相位掩模图像和振幅图像相乘规定次数(1次 多次)，能够得到更加强调磁化率引起的相位变化的SWI图像。该处理也可以省略。步骤Sa5中，主计算机16指示运算单元11，生成显示用图像。根据该指示，运算单元11例如利用众所周知的方法生成显示用图像。该处理是将血管作为连续管来表现时进行的。作为该处理的方法，例如使用最大密度投影处理(MIP)、最小密度投影处理(minIP) 或者加法投影等投影处理。第1实施方式中，振幅图像中，无论是动脉还是静脉，相对于周围组织，都是很低的图像值，所以minIP最合适。也可以进行表面抽出等后使用实体呈像和表面呈像。或者为了能够观察原图像信号，也可以使用剖面转换(MPR)。步骤Sa6中，主计算机16将步骤中生成的显示用图像、振幅图像或相位图像等根据操作者的指示显示在显示器13中。图6A表示在步骤Sa4中不进行相位强调处理、在步骤Sa5中使用minIP生成的显示用图像的一例。图6B表示由第1以往方法(第1文献)得到的图像的一例，上述第1以往方法是进行利用包含重相的梯度回波法的摄像。图6C是由第2以往方法得到的图像的一例，上述第2以往方法是对第1以往方法得到的图像进行相位强调处理。由图6A-6C可知，第1以往方法，即图6B的图像，血管的描绘能力非常低。与之相对，第2以往方法，即图 6C的图像，静脉的描绘能力与第1以往方法相比提高了，但没有相移的动脉的描绘能力依然很低。并且第2以往方法，即图6C的图像中，重复进行了多次相位强调处理，导致脑实质部的S/N恶化。与之相对，由第1实施方式得到的图像，即图6A的图像，即使不进行相位强调处理，也能鲜明且如实地描绘出静脉和动脉，提高了描绘能力。而且，由于没有掩模处理这样的后处理，所以对脑实质部也能以高S/N描绘出。这样，根据第1实施方式，不会产生静脉血管腔的过大评价和磁化率效应所伴随的伪影强调等缺点，能够以良好的精确度描绘出流动。但第1实施方式中，根据失相量的不同，有可能会发生伪影。因此，最好将失相量调节到恰当的值，以便在充分强调血管的同时，又不产生伪影。失相量可以由图4、图5的说明中使用的矩的偏移量来定义。或者失相量也可以由 b值(b factor)来定义。矩的偏移量与b值在概念上不同，二者不是能够简单地进行单位转换的关系，但说明失相量的调节时，无论是利用矩的偏移量还是利用b值来论证，实质上都是一样的。因此，下面进行利用b值来定义失相量的说明。而且图4和图5的说明中使用矩的偏移量，是因为适用于用同样的单位来比较重相和失相。b值作为梯度磁场波形矢量的积分的内积，由以下( 式和C3)式来定义。[公式2]
权利要求
1.一种磁共振图像诊断装置，其特征在于，具有发生单元，发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场；以及控制单元，控制上述发生单元，以便进行与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴相关的自旋的1次至η次重相，并且实现使回波时间的长度适合消除被检体的关心区域的静脉相移的梯度回波脉冲序列，其中，η为2以上的整数。
2.根据权利要求1所述的磁共振图像诊断装置，其特征在于，上述脉冲序列是通过自旋扭曲法得到的。
3.根据权利要求1所述的磁共振图像诊断装置，其特征在于，上述脉冲序列是通过平面回波法得到的。
4.根据权利要求1所述的磁共振图像诊断装置，其特征在于，上述脉冲序列是通过多重回波法得到的。
5.一种磁共振图像诊断装置，其特征在于，具有发生单元，发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场；控制单元，控制上述发生单元，以进行与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴相关的自旋的1次至η次重相，并且实现使回波时间的长度适合消除被检体的关心区域的静脉相移的非对称自旋回波脉冲序列，其中，η为2以上的整数。
6.根据权利要求5所述的磁共振图像诊断装置，其特征在于，还具有生成单元，根据来自上述关心区域的因核磁共振发生的磁共振信号，生成与上述关心区域相关的图像；并且上述控制单元进行上述控制，以便使从照射激励脉冲开始到照射反转脉冲为止的时间与从照射反转脉冲开始到产生回波峰值为止的时间的时间差，成为不将局部磁场的不均勻性反映到由上述生成单元生成的图像对比度中的值。
7.根据权利要求5所述的磁共振图像诊断装置，其特征在于，还具有生成单元，根据来自上述关心区域的因核磁共振发生的磁共振信号，生成与上述关心区域相关的图像；并且上述控制单元进行上述控制，以便使从照射激励脉冲开始到照射反转脉冲为止的时间与从照射反转脉冲开始到产生回波峰值为止的时间的时间差，成为将局部磁场的不均勻性反映到由上述生成单元生成的图像对比度中的值。
8.一种具有发生单元的磁共振图像诊断装置的控制方法，上述发生单元发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场，其特征在于，控制上述发生单元，以便进行与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1 个轴相关的自旋的1次至η次重相，并且实现使回波时间的长度适合消除被检体的关心区域的静脉相移的梯度回波脉冲序列，其中，η为2以上的整数。
9.一种具有发生单元的磁共振图像诊断装置的控制方法，上述发生单元发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场，其特征在于，控制上述发生单元，以便进行与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1 个轴相关的自旋的1次至η次重相，并且实现使回波时间的长度适合消除被检体的关心区域的静脉相移的非对称自旋回波脉冲序列，其中，η为2以上的整数。
全文摘要
本发明公开了磁共振图像诊断装置及其控制方法。磁共振图像诊断装置具有发生单元，发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场；设定单元，针对上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴，设定用于强调被检体关心区域的动脉及静脉血流所引起的信号下降的失相量；控制单元，针对由上述设定单元来设定了上述失相量的轴，利用含有与该失相量对应的失相梯度磁场脉冲的梯度回波脉冲序列，来控制上述发生单元。
文档编号G01R33/561GK102309327SQ20111022613
公开日2012年1月11日 申请日期2007年9月13日 优先权日2006年9月13日
发明者木村德典, 池户雅人 申请人:东芝医疗系统株式会社, 株式会社东芝